DE68909635T2

DE68909635T2 - Vorrichtung zur Messung des Metabolismus eines Gewebes.

Info

Publication number: DE68909635T2
Application number: DE89102608T
Authority: DE
Inventors: Yoshio Cho; Masahiko C O Osaka Works Kanda
Original assignee: Sumitomo Electric Industries Ltd
Current assignee: Sumitomo Electric Industries Ltd
Priority date: 1988-02-17
Filing date: 1989-02-15
Publication date: 1994-02-10
Anticipated expiration: 2009-02-16
Also published as: US4910404A; EP0329115A1; EP0329115B1; JP2645718B2; JPH01209342A; DE68909635D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf einen CT-Computer- tomographen, nämlich einer Vorrichtung der Tomographie, die Strahlung verwendet, insbesondere auf einen CT Computer-tomographen, der in einer nicht-invasiven Weise die Änderungen in einem Oxidations-Reduktionsvorgang von cytoplastisches Cytochrom ebenso wie die Änderungen des sauerstoffangereicherten Zustandes von Hämoglobin und der Blutqualität in einem Organ oder einem anderen Teil eines menschlichen oder tierischen Körpers mißt.
Figur 11 ist ein Diagramm, das den Aufbau eines konventionellen Apparates zum Messen des Metabolismus eines Körperorgans zeigt. Die Figuren 12 und 13 sind Diagramme, die die Lichtwege in dem konventionellen Meßapparat zeigen.
Die in Figur 11 gezeigte Vorrichtung ist in der GB-A-2 075 668 beschrieben. In diesem Beispiel von Figur 11 emittiert eine Nahinfrarot-Strahlungsquelle 1 Nahinfrarotstrahlung von verschiedenen Wellenlängen abwechselnd. Die Nahinfrarotstrahlung geht durch den Kopf 3 eines menschlichen Körpers durch eine optische Faser 2, so daß ein Anzeigesystem 4 die Intensität der Strahlen mißt. Ein Angleicher 5 gleicht die Geschwindigkeit und die Ordnung der monochromatischen Blitze an und demoduliert die gemessenen Lichtsignale. Ein Rückkopplungsangleichungssystem 6 hält die Lichtsignal, das bei einer Wellenlänge gemessen wurde, durch negative Rückkopplungsangleichung der Detektor-empfindlichkeit konstant und korrigiert eine Änderung der Transmission, die durch eine Änderung der Blutqualität des untersuchten Organs während der Transmissionszeit verursacht wurde. Ein Ausgangsangleichungsschaltkreis 7 gibt ein Rückkopplungsspannungssignal aus, das die Blutqualität anzeigt gleichzeitig mit empfangenen Bezugs- und Meßsignalen aus.
In der oben erwähnten Vorrichtung, die in Figur 11 gezeigt ist, wird ein Strahl von 700 nm bis 1300 nm an den Kopf 3 angewendet und Änderungen des Sauerstoffzustandes des Hämoglobins im Gehirn sowie die Qualität des Blutes und die Oxidations-Reduktionswirkung des cytoplastisches Cytochrom werden mit Hilfe des durch den Kopf 3 hindurchgelassenen Lichtes angezeigt. Diese Anzeige macht von der Charakteristiken Gebrauch, daß es einer kleinen Spitze bei ungefähr 760 nm für sauerstoffarmes Hämoglobin gibt, wobei ein isobestischer Punkt von 805 nm für Hämoglobin als Bezugswellenlänge verwendet wird, und daß es eine sauerstoffabhängige Absorption von Cytochrom aa3 in dem Wellenlängenbereich von 700 nm bis 1300 nm gibt.
Das Cytochrom aa3 stellt das zellulare Enzym Cytochrom a, a&sub3; dar, das (auch als Cytochrom-c-Oxidase bekannt) ist und mit Cytaa 3 abgekürzt wird.
Außerdem wird in der Japanischen Offenlegungsschrift Nr. 72542/1985 eine Gewebemetabolismus-Meßvorrichtung vorgeschlagen, die es ermöglicht, in einer zweidimensionalen Verteilung den Bindungszustand von Protein mit Sauerstoffmolekülen, wie Hämoglobin oder Myoglobin, in einem lebenden Körper quantitativ zu beobachten und in einer zweidimensionalen Verteilung die Sauerstoffdichte von Cytocondolia auf der Basis des oxidierten und reduzierten Zustandes der Cytochromgruppen als Bestandteil der Atmungskette zu beobachten.
Wenn jedoch Licht von 700 nm bis 1300 nm, das eine höhere Transmission durch den lebenden Körper als Licht im sichtbaren Strahlungsbereich hat, an den lebenden Körper angelegt und das durchgehende Licht gemessen wird, hat das einfallende Licht eine kurze Wellenlänge im Vergleich mit der Größe des Hämoglobins hat. Folglich wird das einfallende Licht gestreut und sofort nach dem Einfallen absorbiert, wobei das gemessene Licht auch Komponenten des gestreuten Lichts beinhaltet.
Diese Charakteristiken sind beispielsweise in "Optical Diffusion in Blood" von C.C. Johnson, IEEE TRANSACTION ON BIO-MEDICAL ENGINEERING, Vol. BEM-17 Nr. 2, 1970, pp. 129 - 133 beschrieben.
Insbesondere, wie in Figur 12 gezeigt ist, wenn ein Detektor 9 so angepaßt ist, daß er das an den lebenden Körper angelegte Licht mißt, umfaßt das vom Detektor 9 gemessen Licht nicht nur das auf dem Lichtweg 10a übertragene Licht, der das einfallende Licht mit dem Detektor 9 geradlininig verbindet, sondern auch das gestreute Licht und das Licht, das auf anderen Lichtwegen 10b und 10c im Unterschied zum Lichtweg 10a übertragen wurde. Daher kann, wann immer transmittiertes Licht gemessen wird, der Weg, auf welchem das gemessene Licht durch den lebenden Körper gegangen ist, nicht genau angegeben werden, und in Falle der Vorrichtung, wie sie in Figur 11 geziegt ist, ist es daher nur möglich, Informationen über das ganze Innere des zu messenden lebenden Körpers oder über einen Lichtweg (gezeigt durch schraffierte Fläche in Figur 13) zu erhalten, der eine beträchtlich größere Breite aufweist, als der Lichtweg 10a, der das einfallende Licht direkt mit dem Detektor 9 verbindet. Wenn eine Organkrankheit, wie beispielsweise die Unterbrechung der Blutzirkulation oder den Grad einer solchen Krankheit klinisch diagnostiziert wird, wird die Stelle einer solchen Krankheit fraglich und die Information über solch einen weiten Bereich im Inneren des lebenden Körpers ist nutzlos.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Es ist daher eine Hauptaufgabe der vorliegenden Erfindung einen CT Computertomographen zur Verfügung zu stellen, der es erlaubt, den Gewebemetabolismus wie beispielsweise Blutzirkulation oder Atmung an einer bestimmten Stelle nur durch die Anzeige von Licht einer geradlinigen Komponente, welche das einfallende Licht mit dem Detektorteil verbindet, zu beobachten.
Kurzgefaßt ist die Erfindung in der folgenden Weise aufgebaut. Schnellwiederholende, ultrakurze Lichtpulse bei einer Vielzahl von Wellenlängen werden von einer Lichtquelle erzeugt und diese ultrakurzen Lichtpulse werden in Bezugslichtpulse und Probenlicht-pulse durch Lichtaufteilungsvorrichtungen so aufgeteilt, sodaß die abgezweigten Bezugslichtpulse in einen Bezugslichtweg eingegeben werden. Eine ringförmige Abtastvorrichtung ist so vorgesehen, daß sie den lebenden Körper einer zu untersuchenden Person umgibt. Die Probenlichtübertragungswege sind in einer Vielzahl von Zellen gegenüber dem lebenden Körper vorgesehen und in vorbestimmten Abständen entlang des inneren Umfangs der Abtastvorrichtung beabstandet, wobei die abgezweigten Probenlichtpulse an den lebenden Körper durch die Probenlichtübertragungswege angewendet werden. In jeder Zelle der Abtastvorrichtungs gegenüber dem lebenden Körper ist ein Probenlichtaufnahmeweg so vorgesehen, daß die durch den Körper gehenden Probenlichtpulse in Lichtkonvergierungsvorrichtungen eingeführt werden. Lichtpulse von irgendeinem Lichtweg außerhalb des Bezugslichtweges, der Probenlichtübertragungswege und der Probenlichtaufnahmewege werden durch Verzögerungsvorrichtungen um eine vorbestimmte Zeit verzögert. Die Bezugslichtpulse und die Probenlichtpulse werden durch Lichtkonvergierungsvorrichtungen gesammelt und eine zweite Harmonische wird basierend auf den gesammelten Lichtpulsen von einem Kristall erzeugt, wobei die zweite Harmonische durch eine Detektorvorrichtung für zweite Harmonische gemessen wird.
Durch die Verwendung einer Auswertesteuervorrichtungen werden die ultrakurzen Pulse der i-ten Wellenlänge an den Körper in der Abtastvorrichtung durch den Probenlichtübertragungsweg entsprechend der k-ten Zelle angelegt, wobei die Bezugslichtpulse, die sich auf die Probenlichtpulse beziehen, die durch den Probenlichtaufnahmeweg entsprechend der l-ten Zelle aufgenommen wurden, in den Lichtkonvergierungsvorrichtungen gesammelt werden. Dann zählt die Auswertesteuervorrichtung die Photonen, die von der Anzeigevorrichtung der zweiten Harmonischen basierend auf den gesammelten Lichtpulsen ausgegeben werden und berechnet den Mittelwert durch Mittelung einer vorbestimmten Anzahl von Zählwerten und ändert den Verzögerungsbetrag entweder der Probenlichtpulse oder der Bezugslichtpulse mit Hilfe einer Verzögerungsvorrichtung basierend auf dem Mittelwert. Weiterhin zählt die Auswertesteuervorrichtung die Photonen der zweiten Harmonischen, wenn der Verzögerungsbetrag der Bezugslichtpulse und der Probenlichtpulse einen vorbestimmten Wert angenommen hat, basierend auf der Verzögerungszeit und dem Mittelwert in der Verzögerungszeit und speichert einen Photonenmittelwert S0i (k, l) (k, l, i = 1, 2, ... n). Auf diese Weise arbeitet die Auswertesteuervorrichtung und gibt ein tomographisches Bild des Metabolismus in dem lebenden Körper basierend auf den Photonenmittelwerten S&sub0;&sub1; (k, l) aus.
Folglich wird gemäß der vorliegenden Erfindung die Auswertung so ausgeführt, daß ein Mittelwert über die Zählung der Photonen in der zweiten Harmonischen errechnet wird, die vom dem Kristall erzeugt wird, wenn der Verzögerungsbetrag, der durch den lebenden Körper durchgehenden Probenlichtpulse und der Bezugslichtpulse einen vorbestimmten Wert annimmt, womit gestreute Komponenten des durch den Körper gehenden Lichtes entfernt werden können und nur Komponenten, die geradlinig durch den Körper laufen, gemessen werden. Entsprechend können genauere Positionsinformationen während der Meßzeit unter Verwendung des durchgehenden Lichtes erzielt werden. Folglich ist es möglich, ein tomographisches Bild zu erhalten, das dem Metabolismus eines lebenden Körpers auf einer bestimmten Achse in dem Körper anzeigt. Außerdem, da schnell-wiederholende, ultrakurze Lichtpulse verwendet werden, kann die Empfindlichkeit der Anzeige der durchgehenden Lichtmenge beträchtlich verbessert werden und da die Empfindlichkeit einfach geändert werden kann, kann auch die Betriebseffizienz verbessert werden.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist jeder Probenlichtübertragungsweg mit einer ersten Verschlußvorrichtung zum Unterbrechen der Lichtpulse von der Lichtverzweigungs-vorrichtung vorgesehen und jeder Lichtaufnahmeweg ist mit einer zweiten Verschlußvorrichtung zum Unterbrechen der Probenlicht-pulse, die durch den lebenden Körper gehen, versehen. Basierend auf der Arbeit der Auswertesteuervorrichtung kann entweder die erste Verschlußvorrichtung durch erste Unterbrecher-Antriebsvorrichtungen geöffnet oder geschlossen werden; ebenso kann die zweite Verschlußvorrichtung durch zweite Unterbrecher-Antriebsvorrichtungen geöffnet oder geschlossen werden. Zusätzlich kann ein Filter, der nur die zweite Harmonische durchläßt, zwischen dem Kristall und der Anzeigevorrichtung der zweiten Harmonischen vorgesehen werden.
Gemäß einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ermittelt die Auswertekontrollvorrichtung den Metabolismus eines lebenden Körpers beispielsweise die Sauerstoffsättigungen des Hämoglobins, die Menge des Hämoglobins oder den Grad der Oxidation-Reduktion von Cytaa3 aus. Dann kann der ermittelte Metabolismus in dem Körper durch Anzeigevorrichtungen angezeigt oder durch Aufzeichnungsvorrichtungen aufgezeichnet werden.
Die vorangegangenen und andere Aufgaben, Merkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden anhand der folgenden
detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen klarer werden.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Figur 1 ist ein Diagramm, das ein Prinzip der vorliegenden Erfindung zeigt.
Figur 2 ist ein Diagramm, das ein Beispiel für ultrakurze Lichtpulse zeigt, die durch den CT Computertomographen von Figur 1 angewendet wurden.
Figur 3 ist ein Wellenformdiagramm, das ein Bezugslichtpuls, einen transmittierten Lichtpuls und die zweite Harmonische dieser Lichtpulse zeigt.
Figur 4 ist ein Wellenformdiagramm zum Erklären der Messung einer Kurve S(τ) mit Bezug auf die Verzögerungszeit der zweiten Harmonischen.
Figur 5 ist ein Wellenformdiagramm zum Erklären der Auswertung S(τ) durch den Photonzähler von Figur 1.
Figur 6 ist ein schematisches Blockdiagramm einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Figur 7 ist eine Darstellung, die einen Zustand zeigt, in welchem eine Abtastvorrichtung am Kopf eines Menschen vorgesehen ist.
Figur 8 ist eine Teilansicht eines Hauptteils einer Abtastvorrichtung.
Figur 9 ist ein Diagramm zum Erklären der Probenlichtpulse, die in der Abtastvorrichtung angewendet wurden.
Figur 10 ist ein Flußdiagramm zu Erklären des bestimmten Betriebes einer Ausführungsform der Erfindung.
Figur 11 ist ein Diagramm, das die Konstruktion eines konventionellen Apparates zum Messen des Metabolismus in einem Organ eines menschlichen Körpers zeigt.
Figur 12 und 13 sind Diagramme, die die Lichtwege zeigen, die in einem konventionellen Meßapparat angezeigt werden.

BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM

Figur 1 ist ein Diagramm zum Erklären des Prinzips der vorliegenden Erfindung; Figur 2 ist ein Diagramm, das ein Beispiel für ultrakurze Lichtpulse des CT Computertomographen von Figur 1 zeigt; Figur 3 ist ein Wellenformdiagramm, das einen Bezugslichtpuls, einen durchgehenden Lichtpuls und eine zweite Harmonische dieser Pulse zeigt; und Figur 4 ist ein Wellenformdiagramm zum Erklären der Messung der Kurve S(τ) mit Bezug auf die Verzögerungszeit der zweiten Harmonischen, wobei τ die Verzögerungszeit darstellt.
Zunächst wird mit Bezug auf die Figuren 1 bis 4 das Prinzip der vorliegenden Erfindung beschrieben. In dieser Erfindung werden schnellwiederholende, ultrakurze Lichtpulse verwendet. Solche schnellwiederholende, ultrakurze Lichtpulse werden in der folgenden Weise erzielt. Durch die Verwendung von beispielsweise einem Halbleiterlaser werden Lichtpulse von einer Halbwertsbreite von mehreren 10 bis mehreren psec (psec = 10&supmin;¹² sec) mit einer Antriebsstrommodulation einer sich wiederholenden Modulations-frequenz von 1 Ghz erzielt. Beispielsweise ist bei den ultrakurzen Lichtpulse von Figur 2 das Intervall der Lichtpulse gleich 10&supmin;&sup9; sec, wobei 10&sup9; Pulse in einer Sekunde erzeugt werden. Solche Lichtpulse können nicht nur durch Halbleiterlaser, sondern auch durch Farblaser oder ähnliches erzeugt werden.
Solche ultrakurzen Lichtpulse werden in Bezugslichtpulse, die direkt durch einen Halbspiegel 11 gehen und Probenlichtpulse, die in einer dazu senkrechten Richtung gehen, aufgeteilt. Die Probenlichtpulse werden an einen zu untersuchenden lebenden Körper 13 mit Hilfe eines Spiegels 12 zugeführt. Die durch den lebenden Körper 13 gegangenen Lichtpulse werden von den Spiegeln 14 und 15 gespiegelt und einer Linse 16 eingeführt. Im folgenden werden die Probenlichtpulse als Durchgangslichtpulse bezeichnet.
Auf der anderen Seite werden die Bezugslichtpulse von einem Spiegel 19 reflektiert und in einen Verzögerungsweg 21 eingeführt. Dann werden diese Bezugslichtpulse von einem Spiegel 20 reflektiert und in die Linse 16 in der gleichen Weise wie die Durchgangslichtpulse eingeführt. Der Verzögerungslichtweg 21 kann aus einer Kombination von zwei Spiegeln, wie in Figur 1 gezeigt ist, oder aus einem Prisma oder einem Eckwürfel bestehen. Die Funktion des Verzögerungslichtweges 21 wird weiter unten beschrieben. Die Linse 16 konvergiert die Durchgangslichtpulse und die Bezugslichtpulse und gibt die konvergierten Pulse in einen nicht-linearen, optischen Kristall 17 ein.
Die Bezugslichtpulse und die Durchgangslichtpulse, die vor diesen Pulsen in den nicht-linearen, optischen Kristall 17 eingegeben wurden, haben eine Wellenform, wie sie in Figur 3 gezeigt ist.
Insbesondere haben die Bezugslichtpulse etwas weniger Energie als die ultrakurzen Lichtpulse von Figur 2, doch haben sie dieselbe Pulsdauer. Auf der anderen Seite haben die Durchgangslichtpulse beträchtlich weniger Energie, wenn sie durch den lebenden Körper 13 gegangen sind, und wie zuvor in Verbindung mit Figur 12 beschrieben ist, werden Lichtpulse, die auf anderen Lichtwegen 10b und 10c als der direkte Lichtweg 10a gelaufen sind, zwar ebenfalls angezeigt, doch sind deren Pulsdauern nicht gleich denen der ultrakurzen Lichtpulsen von Figur 2, wodurch es zu einer verbreiterten Form kommt.
Jedoch kann gezeigt werden, daß der Anstieg von jedem Durchgangslichtpuls nur die Komponente des Lichts darstellt, die auf direktem Weg 10a von Figur 12 gelaufen ist. Das kommt daher, daß der direkte Lichtweg 10a unter den Lichtwegen in dem lebenden Körper 13 am kürzesten ist und das Licht auf dem Lichtweg 10a den Detektor 9 foglich am schnellsten erreicht. Daher kann durch Verwendung schnell ansteigender Pulse wie beispielsweise ultrakurzer Lichtpulse die direkt durchlaufende Komponente ausgewählt und gemessen werden.
Um die direkt durchlaufende Komponente zu messen, wird ein nicht-linearer, optischer Kristall 17 verwendet. Dieser Kristall 17 ist ein Kristall wie LiIO&sub3; oder KDP und erzeugt zweite Harmonische, wenn die Bezugslichtpulse und die Durchgangslichtpulse darauf gegeben werden. Die Leistung S der zweiten Harmonischen wird als eine Funktion der Verzögerungszeit τ entsprechend dem Abstand des Verzögerungslichtweges 21 von Figur 1 dargestellt, wobei angenommen wird, daß die Bezugslichtpulse durch Ir und daß die Durchgangslichtpulse durch Is dargestellt werden und diese Leistung in der folgenden Form ausgedrückt wird:
S(τ) Is(t) Ir(t-τ) dt ..... (1)
Entsprechend ist S(τ) proportional dem Wert der Integration des Produktes von Is(t) und Ir(t-τ). Es ist in diesem Fall wichtig, daß selbst wenn die Durchgangslichtpulse beträchtlich durch den lebenden Körper 13 abgeschwächt werden (das Ergebnis einer Messung zeigt für den Kopf einer Ratte eine Abschwächung auf 10&supmin;&sup9; des einfallenden Lichtes) und dadurch sehr schwach werden, die Leistung S der zweiten Harmonischen dagegen dem Wert der Integration des Produktes der Durchgangslichtpulse und der Bezugslichtpulse darstellt und daher noch gemessen werden kann, weil die Bezugslichtpulse eine große Intensität haben.
Der Buchstabe τ in dem oben erwähnten Ausdruck (1) ist die Verzögerungszeit entsprechend dem Abstand des Verzögerungslicht-weges 21 von Figur 1, wie oben beschrieben wurde. Insbesondere wird die Verzögerungszeit durch Teilung der Differenz der Lichtwege der Bezugslichtpulse und der Durchgangslichtpulse vom Halbspiegel 11 bis zum Kristall 17 mit der Lichtgeschwindigkeit errechnet. Diese τ wird gleich 0, wenn die Bezugslichtpulse und die Durchgangslichtpulse den Kristall 17 gleichzeitig erreichen (Figur 4), wobei durch Änderung des optischen Verzögerungslicht-weges 21 die Bezugslichtpulse in Bezug auf die Probenlichtpulse verzögert werden können. Insbesondere ist S eine Funktion von τ und durch Anderung des Verzögerungslichtweges 21 ist es möglich, die Wellenform von (c) in Figur 3 zu beobachten. Weiterhin, da der Anstieg der Probenlichtpulse die geradlinige Komponente darstellt wenn τ = 0 ist, entspricht der Wert S(0) dem Signal von den direkt durchlaufenden Komponenten, und wenn dieses Signal angezeigt wird, können die Streulichtkomponenten 10b und 10c durch den lebenden Körper, wie in Figur 12 gezeigt ist, entfernt werden und nur die direkt durchlaufende Komponente 10a angezeigt werden.
Die zweite Harmonische, die von dem Kristall 17 ausgegeben wird, wird entlang einer Mittellinie der Einfallswinkel der Bezugslichtpulse und der Durchgangslichtpulse emittiert. Die Wellenlänge der zweiten Harmonischen ist 1/2 der Wellenlänge der ultrakurzen Lichtpulse von Figur 2. Die zweite Harmonische wird auf einen Photomultiplier 22 durch einen Filter 18 aufgegeben. Der Filter 18 läßt nur die Wellenlänge der zweiten Harmonischen durch und entsprechend zeigt der Photomultiplier nur die Komponenten der zweiten Harmonischen an und gibt entsprechende Photonen aus.
Figur 5 ist ein Wellenformdiagramm zum Erklären des Vorgehens zum Erzielen von S(τ) durch Verwendung des Photonenzählers in Figur 1.
Mit Bezug auf Figur 1 wird nun der Betrieb des Photonzählers von Figur 1 beschrieben. Der Photonzähler 23 führt Arbeiten aus, wie sie in Figur 5 gezeigt sind, um einen stabilen Ausgang zu erzielen und S(τ) anzuzeigen. Insbesondere setzt der Photonzähler 23 zuerst den Verzögerungslichtweg 21 auf eine vorbestimmte Position und führt einen Arbeitsschritt aus, der in (b) von Figur 5 gezeigt ist, um S(τ) anzuzeigen. Auf diese Weise setzt der Photonzähler 23 den optischen Verzögerungsweg 21 auf eine vorbestimmte Position und zählt die Photonen, die von dem Photomultiplier 22 bei den Zählintervallen der Photonen ausgegeben werden, die in (b) von Figur 5 gezeigt sind. In diesem Fall wird ein Photon für jeweils fünf ultrakurze Lichtpulse durch den lebenden Körper 13 gezählt, wie es in (a) von Figur 5 gezeigt ist. Die Anzahl der Lichtpulse, die für jedes Intervall gesetzt werden, hängen von der Empfindlichkeit der Anzeige von S(τ) ab, d.h. je größer die Anzahl ist, desto besser wird die Empfindlichkeit.
Das Verfahren zum Zählen der Photonen ist in diesem Fall in (c) von Figur 5 gezeigt. Wenn ein Photonzählausgang durch ein Abtastsignal in Figur 5 (d) abgetastet wird, dann wird ein Ausgang erzielt, wie er in Figur 5 (e) gezeigt ist. Dieser Ausgang entspricht der Zahl der Photonen, die in jedem Photonzählintervall gezählt werden. Dieser Ausgang ist in Figur 5 (f) mit ausgedehnter Zeitbasis gezeigt, in welcher ein Mittelwert über 5 Ausgängen des Abtastens von S(τ) für den Fall eines bestimmten Wertes von τ gezeigt ist, womit ein stabiler Wert von S(τ) erreicht wurde. Es ist nicht nötig zu sagen, daß die Anzahl der Ausgänge zur Mittelung nicht auf 5 begrenzt ist, sondern nur durch die Stabilität und die Empfindlichkeit der Vorrichtung festgelegt ist.
Als nächstes wird durch Änderung des Verzögerungslichtweges 21 von Figur 1 zur Änderung der Verzögerungszeit der Bezugslichtpulse der Wert von S(τ) in der gleichen Weise erzielt, wodurch ein Ausgang wie in Figur 5 (g) erreicht wird. Dieser Wert von S&sub0; ist die gemessene Direktdurchgangslichtkomponente. Obwohl es scheint, daß ein solches Verfahren sehr viel Zeit braucht, wird die Auswertung in der folgenden Weise schnell ausgeführt. Wenn beispeilsweise schnellwiederholende, ultrakurze Lichtpulse von 1 Ghz und 10 psec verwendet werden, dann berechnet sich der Wert von S(τ) für einem bestimmten Wert von τ wie folgt:
10&supmin;&sup9; sec x 5 x 5 = 2.5 x 10&supmin;&sup8; sec = 25 nsec
Wenn der Wert von S(τ) in 50 Aufzeichnungen erzielt wurde, wird er durch die folgende Gleichung berechnet:
50 x 25 nsec = 1.25 usec
Theoretisch kann die Messung damit bei dieser Geschwindigkeit ausgeführt werden;in Wirklichkeit braucht man ungefähr 1 msec, da die Messung durch die Zählrate des Photomultipliers 22 zum Zählen der Photon oder der Bandbreite eines anschließenden Vorverstärkers beschränkt wird, ebenso dauert es eine gewisse Zeit, um den optischen Verzögerungsweg 21 mechanisch einzustellen.
Figur 6 ist ein Blockdiagramm, das eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt; Figur 7 ist eine Darstellung, die einen Zustand zeigt, bei welcher der Kopf einer zu untersuchenden Person durch eine Abtastvorrichtung bedeckt wird; Figur 8 ist eine Teilansicht einer Abtastvorrichtung; und Figur 9 ist ein Diagramm, das die Bestrahlung durch Licht von einer Abtastvorrichtung zeigt.
Mit Bezug auf die Figuren 6 bis 9 wird der Aufbau der Ausführungsform beschrieben. Eine CPU 64 wird mit einem ROM 65, einem RAM 66, einer Anzeige 67, einem Drucker 68, einem Lichtquellenantriebsteil 63 und Verschlußantriebsschaltkreisen 69 und 70 über einen Datenbus 82 verbunden. Die CPU 64, das ROM 65, das RAM 66, die Anzeige 67, der Drucker 68, und das Lichtquellenantriebsteil 63 sind die gleichen wie in Figur 1. Der Lichtquellenantriebsteil 63 ist mit den Lichtquellen 621 bis 623 zum Erzeugen von ultrakurzen Lichtpulsen der Wellenlänge 1 bis 3 verbunden, wobei die von den Lichtquellen 621 bis 623 erzeugten ultrakurzen Lichtpulse auf einen Lichtverzweigungsteil 85 gegeben werden.
Der Lichtverzweigungsteil 85 ist mit einer optischen Faser als Bezugslichtweg 79 ebenso wie mit optischen Fasern als Probenlichtübertragungswege 801 bis 80n zum Führen einer Vielzahl von Probenlichtpulsen verbunden. Die Verschlüsse 611 bis 61n sind als Zwischenpunkte an diesen Probenlichtübertragungswegen 801 bis 80n vorgesehen. Wenn einer dieser Verschlüsse 611 bis 61n sich öffnet, werden Probenlichtpulse in den entsprechenden Probenlicht-übertragungsweg eingeführt. Die oberen Ende der Probenlicht-übertragungswege 801 bis 80n sind mit der Abtastvorrichtung 51 verbunden.
Die Abtastvorrichtung 51 bedeckt den Kopf einer zu untersuchenden Person, wie es beispeilsweise in Figur 7 gezeigt ist. Er ist als Ring ausgebildet und schließt n Zellen 511 bis 51n ein, die in vorbestimmten Abständen an seiner Innenfläche vorgesehen sind. Die oberen Enden der Lichtübertragungswege 80i (i = 1 bis n) sind mit den jeweiligen Zellen 511 bis 51n verbunden, wie es in Figur 8 gezeigt ist, und eine Sammellinse 83i ist an jedem oberen Ende vorgesehen. Die Probenlichtpulse werden durch diese Sammellinsen 83i gesammelt, so daß die Probenlichtpulse auf das Organ des Kopfes der zu untersuchenden Person mit einem vorbestimmten Öffnungswinkel Θ gerichtet werden.
Die jeweiligen Enden der Probenlichtaufnahmewege 811 bis 81n sind gegenüber dem Organ in den jeweiligen Zellen 511 bis 51n vorgesehen und eine Sammellinse 84i ist an jedem dieser Enden angebracht. Die Probenlichtpulse, die durch den lebenden Körper gelaufen sind, werden durch diese Sammellinsen 84i aufgenommen und in eine Sammellinse 75 durch die Probenlichtaufnahmewege 811 bis 81n geführt. Die Verschlüsse 821 bis 82n sind an Zwischenpunkten der Probenlichtaufnahmewege 811 bis 81n vorgesehen.
Die Bezugslichtpulse werden durch den Verzweigungsteil 85 abgezweigt und in die Sammellinse 75 des Bezugslichtweges 79 durch den optischen Verzögerungsweg 78 geleitet. Die Sammellinse 75 sammelt die Bezugslichtpulse und die Probenlichtpulse und gibt die gesammelten Pulse auf einen nicht-linearen, optischen Kristall 74. Der nicht-lineare, optische Kristall 74 erzeugt eine zweite Harmonische entsprechend der Probenlichtpulse und der Bezugslichtpulse, wobei diese zweite Harmonische auf einen Photomultiplier 72 durch ein Filter 73 gegeben wird. Der Ausgang des Photomultipliers 72 wird einer Photozelle 71 zugeführt. Die Photozelle 71 ist die gleiche wie die Photozelle 23 von Figur 1.
Die Verschlüsse 611 bis 61n, die in dem Probenlichtübertragungsweg 801 bis 80n vorgesehen sind, werden durch den Verschlußantriebs-schaltkreis 69 betrieben und die Verschlüsse 821 bis 82n, die in den Probenlichtaufnahmewegen 811 bis 81n vorgesehen sind, werden durch den Verschlußantriebsschaltkreis 70 betrieben.
Figur 10 ist ein Flußdiagramm zum Erklären des Betriebes der Ausführungsform der Erfindung.
Mit Bezug auf Figuren 6 bis 10 wird nun der Betrieb dieser Ausführungsform beschrieben. Zuerst setzt die CPU64 k = 1 im Schritt SP21. Dieses k ist eine Konstante zum Bezeichnen von einem der Verschlüsse 611 bis 61n, die in den Probenlichtübertragungswegen 801 bis 80n vorgesehen sind. Wenn die CPU64 die Konstante k gleich 1 setzt, dann öffnet der Verschlußantriebs-schaltkreis 69 den Schalter 611 in Schritt SP22.
Denn setzt die CPU64 i = 1 in einem Schritt SP23. Dieses i ist eine Konstante zum Bezeichnen der Erzeugung von ultrakurzen Lichtblitzen der Wellenlänge 1. Wenn die CPU64 die Konstante i gleich 1 setzt, dann erzeugt der Lichtquellenantriebsteil 63 ultrakurze Lichtpulse der Wellenlänge 1 von der Lichtquelle 621 in Schritt SP24. Folglich werden die ultrakurzen Lichtpulse der Wellenlänge 1, die von der Lichtquelle 621 erzeugt wurden, in den Probenlichtübertragungsweg 801 und dem Bezugslichtweg 79 durch den Lichtverzweigungsteil 85 verzweigt und zu der Abtastvorrichtung 51 durch der Verschluß 611 übertragen.
In der Abtastvorrichtung 51 wird das Probenlicht von der Zelle 511 auf das Organ mit einem vorbestimmten Öffnungswinkel Θ gerichtet, wie es in Figur 9 gezeigt ist. Die Probenlichtpulse, die durch das Organ durchlaufen, werden beispeilsweise von der Zelle 51m1 aufgenommen.
Auf der anderen Seite setzt die CPU64 eine Konstante l = 1 in dem Schritt SP25. Diese Konstante l ist eine Konstante zum Bezeichnen der Öffnung von einem der Verschlüsse 821 bis 82n, die in den Lichtaufnahmewegen 811 bis 81n vorgesehen sind. Der Verschlußantriebsschaltkreis 70 öffnet den entsprechenden Verschluß in Schritt SP26, wenn die CPU64 die Konstante l = 1 setzt. Folglich werden die Probenlichtpulse, die von der Zelle 51m1 in der Abtastvorrichtung 51 empfangen wurden, durch die Linse 75 durch den entsprechenden Probenlichtaufnahmeweg gesammelt.
Zu dieser Zeit setzt die CPU64 eine Verzögerungszeit der Bezugslichtpulse durch den optischen Verzögerungsweg 78 in Schritt SP27. Insbesondere setzt die CPU64 die Verzögerungszeit so, daß die Zeit, die für die Probenlichtpulse zum Erreichen der Linse 75 über den Probenlichtübertragungsweg, das Organ und den Probenlichtaufnahmeweg notwendig ist, gleich der Zeit ist, die für die Bezugslichtpulse zum Erreichen der Linse 75 durch den Bezugslichtpulsweg 79 notwendig ist.
Weiterhin werden die Bezugslichtpulse und die Probenlichtpulse durch die Linse 75 so konvergiert, daß sie auf den optischen Kristall 74 auftreffen. Dann wird eine zweite Harmonische durch den optischen Kristall 74 erzeugt und die zweite Harmonische auf den Photomultiplier 72 durch den Filter 73 gegeben. Der Photonzähler 71 zählt die Photonen basierend auf dem Ausgang des Photomultipliers 72 und führt den Zählausgang der CPU64 zu. Die CPU64 ermittelt S(τ) auf der Basis des Ausgangs des Photonzählers 71 in der gleichen Weise wie oben beschrieben wurde in einem Schritt SP28 und speichert das Ergebnis der Auswertung im RAM66. Weiterhin bestimmt die CPU64 in dem Schritt SP29, ob es S(τ) gleich S&sub0; oder nicht ist. Wenn es nicht S&sub0; ist, werden die oben erwähnten Schritte SP27 bis SP29 wiederholt.
Wenn die CPU64 feststellt, daß S(τ) gleich S&sub0; ist, wird S&sub0;&sub1;(1, m1) in dem RAM 66 in Schritt SP30 gespeichert. Außerdem erhöht die CPU64 die Konstante l um eins in dem Schritt SP31. Auf diese Weise werden die Probenlichtpulse durch die Zelle 51m2 neben der Zelle 51m1 der Abtastvorrichtung 51 empfangen. Die CPU6 bestimmt in dem Schritt 32, ob die Konstante l gleich n ist oder nicht. Das hat den Zweck, zu bestimmen, ob der jeweilige Verschluß der Probenlicht-übertragungswege 811 bis 81n geöffnet wurde oder nicht. Wenn die Konstante l nicht gleich n ist, öffnet die CPU64 den Verschluß, der der Zelle 51m2 der Abtastvorrichtung 51 entspricht, in einem Schritt SP26. Durch Wiederholen dieses Vorgangs werden die Proben-lichtpulse der Wellenlänge 1 auf das Organ angewendet und die Probenlichtpulse, die durch die jeweilige Zelle der Abtastvorrichtung 51 empfangen wurden, werden in den optischen Kristall 74 geleitet, wobei der Photonzähler 71 die Werte S&sub0;&sub1;(1, m2), S&sub0;&sub1;(1, m3) ... S&sub0;&sub1;(1, n) abspeichert.
Um dann die ultrakurzen Lichtpulse der Wellenlänge 2 zu zeigen, erhöht die CPU64 die Konstante i um eins in dem Schritt SP33 und bestimmt in dem Schritt SP34, ob die Konstante i größer als 3 ist oder nicht. Wenn die Konstante i nicht gleich 3 ist, werden ultrakurze Lichtpulse der Wellenlänge 2 von der Lichtquelle 622 in Schritt SP24 erzeugt. Dann werden in der gleichen Weise wie oben beschrieben die Schritte SP25 bis SP33 so wiederholt, daß S&sub0;&sub2;(1, m2), S&sub0;&sub2;(1, m2) ... S&sub0;&sub2;(1, n) gespeichert werden.
Die CPU64 wiederholt die Schritte SP24 bis SP34 für die Wellenlänge 2, weiterhin wird die Konstante i um 1 erhöht und dann die Schritte SP24 bis SP34 für die Wellenlänge 3 wiederholt. Wenn in dem Schritt SP34 festgestellt wurde, daß die Konstante i gleich 3 ist, erhöht die CPU64 die Konstante k um 1 in dem Schritt SP35, um den Verschluß 612 zu öffnen, der in dem Licht-übertragungsweg 802 vorgesehen ist. Die CPU64 stellt in dem Schritt SP36 fest, ob die Konstante k gleich n ist oder nicht. Das ist zum Zweck der Bestimmung, ob die Verschlüsse 611 bis 61n hintereinander geöffnet worden sind oder nicht. Wenn die Konstante k nicht gleich n ist, wiederholt die CPU 64 die Schritte SP22 bis SP34 und speichert S01(k, l) (i = 1, 2 oder 3, K, l = 1 bis n) in dem RAM 66, basierend auf den jeweiligen ultrakurzen Lichtpulsen der Wellenlänge 1 bis 3. Wenn dann in dem Schritt SP36 festgestellt wurde, daß die Konstante k gleich n ist, verarbeitet die CPU64 die Daten entsprechend einem Algorithmus zum Auswerten einer Hämoglobinmenge, einer Sauerstoffsättigung und Cytaa3 im Blut, um die Menge des Hämoglobins, der Sauerstoffsättigung und ein tomographisches Bild von Cytaa3 in dem Gehirn zu erhalten. Auf diese Weise zeigt in Schritt SP38 die CPU64 diese Ergebnisse auf einer Anzeige 67 an und druckt die Ergebnisse mit Hilfe eines Druckers 68 in Schritt SP39.
Obwohl in der oben beschriebenen Ausführungsform der Kopf eines menschlichen Körpers untersucht wurde, ist die Untersuchung eines Körpers nicht auf diesen beschränkt. Die Form der Abtastvorrichtung 51 kann entsprechend dem zu untersuchenden Körper geeignet verändert werden, wobei die Sauerstoffsättigung und andere Daten des Körpers gemessen werden können.
Außerdem sind die Meßparameter nicht auf die Sauerstoffsättigung in dem Gehirn oder ähnliches beschränkt. Andere Parameter können insofern verwendet werden, als sie Information über einen lebenden Körper durch Messung der Lichtabsorption betreffen.
Weiterhin können in der Ausführungsform von Figur 6 Lichtpulse von drei Wellenlänge 1, 2, und 3 erzeugt werden. Jedoch können auch Lichtpulse von mehr als drei Wellenlänge erzeugt werden. Es ist nicht notwendig zu sagen, daß die Wellenlänge 1, 2 und 3 eine besonders gute Durchlässigkeit für einen lebenden Körper in dem Bereich von 700 nm bis 1300 nm haben sollen und die Messung von Metabolismus wie Hämoglobin und Cytaa3 ermöglichen sollen.
Wie in dem Vorangegangenen beschrieben ist, werden gemäß der Ausführung der vorliegenden Erfindung die Probenlichtpulse der verschiedenen Wellenlängen an den lebenden Körper durch die Abtastvorrichtung angelegt, wobei Probenlichtpulse, die durch den Körper laufen, und Bezugslichtpulse gesammelt werden und auf eine Kristall gegeben werden, so daß die zweite Harmonische erzeugt wird. Dann werden basierend auf der zweiten Harmonischen die Photonen gezählt und ein Mittelwert der Photonen errechnet. Folglich können die Streukomponenten des durchgehenden Lichtes durch den Körper entfernt werden, womit nur die direkt durchgehenden Komponenten auf der optischen Einfallsachse gemessen werden. Auf diese Weise ist es möglich, ein tomographisches Bild zu erhalten, das den Gewebemetabolismus auf einer bestimmten Achse des Körpers zeigt. Außerdem, da schnell-wiederholende ultrakurze Lichtpulse verwendet werden, wird die Anzeigeempfindlichkeit der durchgehenden Lichtmenge beträchtlich verbessert, und da die Empfindlichkeit einfach verändert werden kann, wird auch die Betriebseffizienz wesentlich verbessert.

Claims

1. CT Computertomograph zum Messen des Metabolismus eines lebenden Körpers eines zu untersuchenden Menschen oder Tieres, umfassend:

Lichtquellen (621, 622, 623) zum Erzeugen schnellwiederholender ultrakurzer Lichtpulse bei einer Anzahl von Wellenlängen,

eine Lichtaufteilungsvorrichtung (85, 11) zum Aufteilen der ultrakurzen Lichtpulse, die von den Lichtquellen erzeugt wurden, in Bezugslichtpulse und Probenlichtpulse,

einen Bezugslichtweg (79) zum Einführen der Bezugslichtpulse, die von der Lichtaufteilungsvorrichtung abgezweigt wurden,

eine Abtastvorrichtung (51) in Form eines Rings, der den lebenden Körper des zu untersuchenden Menschen oder Tieres umgibt, und eine Vielzahl von Zellen einschließt, die in vorbestimmten Abständen entlang seines inneren Umfangs beabstandet sind,

eine Vielzahl von Probenlichtübertragungswegen (801, 80n) mit jeweiligen Enden in den Zellen der Abtastvorrichtung gegenüber dem lebenden Körper, und mit anderen Enden, in welche Probenlichtpulse durch die Lichtaufteilungsvorrichtung eingegeben werden,

Probenlichtaufnahmewege (811 bis 81n) mit jeweiligen Enden in den Zellen der Abtastvorrichtung gegenüber dem lebenden Körper und jeweiligen anderen Enden, in welche die Probenlichtpulse, die durch den lebenden Körper gegangen sind, eingeführt werden,

eine Verzögerungseinrichtung (78, 21) zum Verzögern der Lichtpulse in irgendeinem der Bezugslichtwege, der Probenlicht-übertragungswege und der Probenlichtaufnahmewege um eine vorbestimmte Zeit,

eine Konvergierungseinrichtung (75, 16) zum Sammeln der Bezugslichtpulse, die durch den Bezugslichtweg eingeführt wurden, und der Probenlichtpulse, die durch die Probenlichtaufnahmewege übertragen wurden,

einen nicht-linearen, optischen Kristall (74, 17) zum Erzeugen einer zweiten Harmonischen basierend auf den Lichtpulsen, die durch die Konvergierungseinrichtung gesammelt wurden,

eine Detektoreinrichtung für zweite Harmonische (72, 22) zum Messen der zweiten Harmonischen, die von dem Kristall erzeugt wurde, und

eine Auswertesteuereinrichtung (64) zum Anlegen von ultrakurzen Lichtpulsen der i-ten Wellenlänge aus dem Probenlicht-übertragungsweg entsprechend der k-ten Zelle an den lebenden Körper in der Abtastvorrichtung, zum Konvergieren der Probenlichtpulse, die durch den Probenlichtaufnahmeweg entsprechend der l-ten Zellen aufgenommen wurde, und der Bezugslichtpulse durch die Konvergierungseinrichtung, zum Zählen der Photonen, die von der Anzeigeeinrichtung der zweiten Harmonischen basierend auf den gesammelten Lichtpulsen ausgegeben werden, zum Errechnen eines Mittelwertes aus einer vorbestimmten Anzahl von Zählwerten, zum Ändern des Verzögerungsbetrages entweder der Probenlichtpulse oder der Bezugslichtpulse durch die Verzögerungseinrichtung basierend auf dem Mittelwert, zum Speichern der Photonenmittelwerte S0i(k, l) (wobei k, l = 1, 2, ... n und i = 1, 2, ... m) der Zählwerte der Photonen der zweiten Harmonischen, wenn der Verzögerungsbetrag der Bezugslichtpulse und der Probenlichtpulse einen vorbestimmten Wert aufweist, basierend auf der Verzögerungszeit und einem Mittelwert in der Verzögerungszeit, und zum Auswerten eines tomographischen Bildes des Metabolismus in dem lebenden Körper basierend auf dem Photonenmittelwert S0i(k, l).

2. CT Computertomograph gemäß Anspruch 1, weiterhin umfassend:

erste Verschlußeinrichtungen (611 bis 61n), die entsprechend den jeweiligen Probenlichtübertragungswegen zum Ausschließen der Probenlichtpulse vorgesehen sind, die von der Licht-aufteilungseinrichtung zugeführt wurden, wobei

die Auswertesteuereinrichtung eine erste Verschlußantriebseinrichtung (69) zum Öffnen von irgendeiner der ersten Verschlußeinrichtungen einschließt.

3. CT Computertomograph gemäß Anspruch 1, weiterhin umfassend:

zweite Verschlußeinrichtungen (821 bis 82n), die in den jeweiligen Probenlichtaufnahmewegen zum Ausschließen der Probenlichtpulse vorgesehen sind, die durch den lebenden Körper hindurchgegangen sind,

wobei die Auswertesteuereinrichtung eine zweite Verschluß-antriebseinrichtung (70) zum Öffnen von irgendeiner der zweiten Verschlußeinrichtungen einschließt.

4. CT Computertomograph gemäß Anspruch 1, weiterhin umfassend:

Filter (73, 18), der zwischen dem Kristall und der Detektoreinrichtung der zweiten Harmonischen vorgesehen ist, zum Durchlassen von nur der zweiten Harmonischen, die von dem Kristall erzeugt wurde.

5. CT Computertomograph gemäß Anspruch 1, worin die Auswertesteuereinrichtung den Metabolismus in dem lebenden Körper wie beispielsweise die Sauerstoffsättigung von Hämoglobin, die Menge von Hämoglobin und den Oxidations-Reduktionsgrad von zellularem Enzym Cytochrome a, a&sub3; (Cytaa3) aus den Photonenmittelwerten S0i(k, l) ermittelt.

6. CT Computertomograph gemäß Anspruch 5, weiterhin umfassend:

Anzeigeeinrichtung (67) zum Anzeigen des Metabolismus des lebenden Körpers, der durch die Auswertesteuereinrichtung ermittelt wurde.

7. CT Computertomograph gemäß Anspruch 5, weiterhin umfassend:

Aufzeichnungseinrichtung (68) zum Aufzeichnen des Metabolismus des lebenden Körpers, der durch die Auswertesteuereinrichtung ermittelt wurde.